Компьютерная томография. Устройство компьютерного томографа. Компьютерный томограф

Компьютерный томограф - это прибор, принцип работы которого заключается в круговом просвечивании объекта рентгеновским излучением с последующим построением послойного изображения данного объекта при помощи быстродействующей ЭВМ.

Стоит сразу обратить внимание на тот факт, что компьютерная томография имеет целый ряд преимуществ по сравнению с обычными рентгенологическими методами исследования, но наиболее принципиальным преимуществом является возможность определения плотности тканей и сред организма при помощи денситометрии, за счет чего становится возможным процесс тонкого дифференцирования исследуемого субстрата, в качестве примера можно привести жидкую или свернувшуюся кровь, заполненную жидкостью кисту или опухоль, границы отека ткани и т. п. Также из достоинств компьютерной томографии можно отметить то, что данный метод исследования дает возможность установить локализацию и распространенность патологического процесса в определенном органе или же разных
тканях организма, проследить динамику различных патологических физиологических процессов и оценить результаты лечения.

Компьютерная томография позволяет осуществлять тонометрию исследуемых объектов при определенном планировании лучевой терапии, выбирать те или иные подходы и объем оперативного вмешательства, осуществлять сте-реотаксическую биопсию внутричерепных опухолей и многое другое.

Вообще идею послойного рентгенологического исследования впервые высказал в 1901 г. французский ученый Э. Бо-саж. Практическая разработка данного метода была осуществлена в Голландии Цидзес де Плантом - 1931 г. и в России В. И. Фемтистовым - 1935 г. Что же касается компьютерной томографии, то все математические принципы были обоснованы А. Кормаком уже в 60-х гг. XX в.

Первое официальное свидетельство о применении компьютерной томографии для исследования головы человека сделано Г. Н. Хаунсфилдом и К. Амброу-су в 1972 г. В 1974 г. Д. Ледли был создан первый компьютерный томограф для всего человеческого тела.

Каждый компьютерный томограф имеет сканирующее устройство, которое состоит из источника рентгеновского излучения, определенных детекторов , которые принимают излучение рентгена, и системы, обеспечивающей их перемещение. Также компьютерный томограф включает в себя систему преобразования регистрируемой детекторами информации, специализированную ЭВМ. Она производит необходимые для построения изображения вычисления по определенному алгоритму и систему записи и воспроизведения реконструированных изображений внутреннего строения достаточно тонких слоев объекта в поперечном сечении. Само сканирующее устройство современного компьютерного томографа представлено в виде круговой рамы, внутри которой установлены специальная вращающаяся рентгеновская трубка и расположенные кольцом многочисленные сцинтилляционные детекторы.
В процессе работы компьютерного томографа рентгеновская трубка вращается вокруг объекта или же какой-то области тела человека, находящейся внутри рамы сканера . Также при работе томографа тонкий коллимированный пучок рентгеновского излучения проходит через просвечиваемый слой под разными углами.

При прохождении пучка излучения через исследуемые ткани различной плотности интенсивность его ослабляется, изменение регистрируется детекторами, данные передаются для специальной обработки ЭВМ. Как известно, различные органы и ткани человека поглощают рентгеновское излучение в неравной степени, другими словами, они имеют различные коэффициенты поглощения. Именно благодаря ЭВМ устанавливается значение коэффициента поглощения рентгеновского излучения для каждой точки сканируемого слоя. После сложной обработки в ЭВМ компьютерного томографа всего массива коэффициентов поглощения в просвеченном слое машина выдает их в условной шкале целых чисел, причем величина коэффициента рентгеновского излучения водой принимается равной нулю. Масштаб шкалы плотностей выбран таким образом, что содержащиеся в организме человека ткани и среды находятся в диапазоне условных единиц от -1000 (что приравнивается к плотности воздуха) до +1000 (что приравнивается к плотности кости).

Для процесса визуализации изображения вычислительная машина выводит на экран телевизионного устройства величины поглощения рентгеновского излучения не только в определенных условных КТ-единицах, но может и преобразовывать их в градацию световой яркости, причем большим значениям плотности соответствует более светлое изображение, и наоборот. На экране компьютерного томографа одновременно воспроизводится 15-20 воспринимаемых человеческим глазом градаций серого изображения. Но при исследовании слоя или среды могут быть использованы специальные приемы денситометрии, а именно модуляция яркости, что дает возможность улавливать 0,5%-ное различие в коэффициенте поглощения.

Поглощенная доза рентгеновского излучения при компьютерной томографии в среднем не превышает 1-2 рад. В зависимости от того, каковы задачи исследования и размеры излучаемой области, производят различное количество поперечных срезов на разном расстоянии друг от друга. По тем данным, которые введены в память ЭВМ, могут быть реконструированы изображения боковой прямой, а иногда - и косых поперечных проекций изучаемой области.

Компьютерная томография осуществляется, как правило, в положении больного лежа на спине. Противопоказаний компьютерная томография не имеет, кроме индивидуальной непереносимости рентгеноконтрастных препаратов. Больные легко переносят данное исследование, поэтому его можно производить в амбулаторных условиях, а также в том случае, если исследуемый тяжело болен.

Современные компьютерные томографы позволяют определить слои толщиной от 2 до 10 мм при скорости сканирования одного слоя 2-5 с с моментальным воспроизведением изображения в черно-белом или цветном варианте. Изображение просвеченного слоя с телевизионного экрана может быть переснято фотокамерой моментального действия или же воспроизведено на обычной листовой рентгеновской пленке с помощью специального устройства, причем формат изображения можно произвольно изменять.
У совершенствованные компьютерные томографы третьего и четвертого поколений дают возможность производить компьютерную томографию как головы, так и всего тела, а также решать сложные диагностические задачи.

Магнитно-резонансный томограф

Магнитно-резонансный томограф - это прибор, предназначенный для рентгенологического исследования, принцип работы заключается в получении теневого изображения идеальных слоев исследуемых объектов, расположенных на разной глубине, за счет избирательного поглощения электромагнитного излучения. Это обусловлено переориентацией магнитных моментов атомных ядер, которые находятся в постоянном магнитном поле.

Магнитно-резонансный томограф включает в себя такие составляющие, как магнит - центральная часть томографа, создает то самое необходимое поле напряженностью до ЮТ и более; генератор радиочастотных колебаний для выработки необходимого потока электронов; приемник, который является пространством для помещения исследуемого; а также регистрирующее устройство. Запись спектров проводится двумя способами: через изменение величины магнитного поля с последующим созданием резонансных условий для разных линий в самом спектре магнитно-резонансного излучения либо через возбуждение резонанса сразу и одновременно во всей полосе спектра с помощью мощного радиочастотного импульса, что способствует достаточно резкому сокращению времени измерения.
В основе работы магнитно-резонансного томографа лежит явление ядерного магнитного резонанса. Само явление основано на том факте, что ядра атомов большинства химических элементов обладают определенным моментом количества движения и постоянным магнитным моментом, за исключением ядер, обладающих четным числом протонов и нейтронов. Если поместить в постоянное магнитное поле магнитный момент системы ядер подобно вращающемуся волчку, который выведен из вертикального положения, то движение данного магнитного момента по поверхности конуса будет осуществляться с вращением вокруг оси направления поля, данное явление получило еще одно название как прецессионное движение, причем данное вращение совершается с определенной частотой, которую можно вычислить, зная константу для каждого вида ядер, а также напряженность постоянного магнитного поля. Дальнейшее воздействие переменного электромагнитного излучения вместе с данной частотой на те ядра, которые находятся именно в постоянном магнитном поле, в основном приводит к избирательному, или резонансному, поглощению всей энергии электромагнитного излучения и, как следствие, к получению сигнала магнитного резонанса.

Ядрам соответствуют разнообразные частоты резонанса, которые в основном находятся в пределах от единиц до нескольких сотен мегагерц в тех магнитных полях, напряженность которых составляет порядка 1-10 Т. Как правило, данную область частот относят к радиочастотному диапазону электромагнитных волн, за счет чего магнитный резонанс считается одним из методов радиоспектроскопии.

В итоге применение магнитного резонанса для структурного исследования основано на том, что, кроме внешнего магнитного поля, на само ядро в веществе действуют и различные внутренние поля. За счет их влияния происходит сдвиг частоты резонанса и расщепление на несколько или же множество резонансных линий, другими словами, за счет действия внутренних полей происходит образование спектра магнитного резонанса и изменение формы линии времени релаксации. А изучение спектров магнитного резонанса в свою очередь позволяет определить некоторые выводы о химической и пространственной структуре различных веществ, даже не производя химического анализа данного объекта.

Таким образом, картину пространственного распределения отдельных видов молекул в организме получают именно при помощи магнитно-резонанс-ного томографа. При этом происходит создание за счет последовательно приложенных градиентов магнитного поля по разнообразным направлениям такого распределения магнитного поля, чтобы именно в данный момент различным элементам объема в пределах одного изучаемого сечения соответствовали свои определенные, характерные для их местоположения частоты резонанса.

Изменение градиентов во времени и специальная обработка всех результатов измерений осуществляется с помощью ЭВМ, что позволяет получить определенную пространственную картину распределения молекул, которые могут содержать различные атомы водорода или фосфора. Также необходимо обратить внимание, что при регистрации магнитно-резонансного изображения амплитуда самого резонанса в каждом элементе объема может быть выражена посредством интенсивности освещения или в цветовой шкале.
Таким образом, кровеносные сосуды при магнитно-резонансной томографии выглядят достаточно темными вследствие оттока крови из исследуемого объекта за все время измерения. В случае с магнитным моментом ядер в различных элементах объема может быть измерено время релаксации (расслабления), в частности по уменьшению амплитуды резонанса, которая не успевает полностью восстановиться при достаточно большой частоте следования импульсов. Это способствует увеличению контрастности в изображениях различных тканей, что широко используется в медицинской практике, например для различения изображения серого вещества мозга и белого вещества или опухолевых клеток и здоровых.
Сам метод магнитно-резонансной томографии нашел широкое применение в медико-биологических исследованиях, поскольку имеет огромное количество достоинств, в частности одним из преимуществ данного метода является его высокая чувствительность в изображении мягких тканей, а также достаточно высокая разрешающая способность вплоть до долей миллиметра. И при помощи магнитно-резонансного томографа можно получить изображение исследуемого объекта абсолютно в любом сечении. Именно на этой основе могут быть реконструированы объемные изображения отдельных органов.

Стоит отметить, что получение изображения с помощью данного метода может быть синхронизировано с определенными циклами физиологических процессов, что также имеет немаловажное значение в медико-биологических исследованиях. Помимо всего вышеперечисленного, магнитно-резонансную томографию применяют для установления структуры биологически активных веществ и изучения механизмов их действия. По спектрам магнитного резонанса можно определить особенности структуры биополимеров в водной среде и ее изменения при их взаимодействии с субстратом и биологически важными веществами.
Еще спектры применяются для анализа липидного состава мембран, их фазового состояния, взаимодействия липидов с белками и другими веществами для определения положения в мембранах различных необходимых соединений, проницаемости мембран, состояния и количественной характеристики разных ионов в клетках, для определения продуктов биологических реакций. При помощи метода магнитно-резонансной томографии появилась возможность измерять количество АТФ и других макроэргических соединений и их изменения непосредственно в организме исследуемого. Но наиболее важной особенностью метода является низкая энергия используемых в магнитно-резонансных томографах излучений, что существенно снижает их вредное воздействие на организм человека. Данная особенность значима для таких наук, как медицина и биология.

Компьютерная томография, сокращенно КТ - это способ получения послойных срезов тела человека или другого объека с помощью рентгеновских лучей. Этот метод для диагностических целей был предложен к использованию в 1972 году, его основателями принято считать Годфри Хаунсфилда и Алана Кормака, получившими за свои разработки Нобелевскую премию. В основе компьютерной томографии лежит измерение разницы ослабления рентгеновского излучения различными тканями, обработка полученных данных компьютером с помощью математических алгоритмов и формирование графического отображения (срезов) органов человека на экране с последующей их интерпретацией врачом-радиологом.

В момент своего появления компьютерная томография произвела революцию в медицинской диагностике, так как впервые появилась возможность рассмотреть послойное изображение тела человека без вмешательства скальпеля хирурга или эндоскопа. Сегодня метод КТ прочно занял свою нишу в диагностике самых разных болезней — прежде всего, онкологических заболеваний, болезней легких, костей, органов живота, внутреннего уха и т.д.

ПРИНЦИП РАБОТЫ КОМПЬЮТЕРНОГО ТОМОГРАФА

Данные, которые могут быть получены при компьютерной томографии, это:

• характеристики излучения, полученные на выходе рентгеновской трубки
• характеристики излучения, достигнувшего детектора
• месторасположение трубки и детектора в каждый момент времени.

Все остальные данные получаются посредством обработки полученной информации. Большая часть сечений при компьютерной томографии имеет ориентацию перпендикулярно по отношению к продольной оси тела.

Для получения среза трубка оборачивается вокруг пациента на 360 градусов, толщина среза при этом задается заранее. В обычном КТ-сканере трубка вращается постоянно, излучение расходится веерообразно. Рентгеновская трубка и принимающее устройство (детектор) спарены, их вращение вокруг сканируемой зоны происходит синхронно: рентгеновское излучение испускается и улавливается детекторами, расположенными на противоположной стороне, практически одновременно. Веерообразное расхождение происходит под углом от 40 до 60 градусов, в зависимости от конкретного аппарата.

Принцип действия компьютерного томографа : вокруг тела пациента вращается рентгеновская трубка. Расположенные на противоположной стороне детекторы улавливают рентгеновское излучение.

Одно изображение формируется обычно при повороте трубки на 360 градусов: измеряются коэффициенты ослабления излучения во множестве точек (современные аппараты имеют возможность собирать информацию с 1400 точек и больше).

МУЛЬТИСПИРАЛЬНАЯ (МНОГОСРЕЗОВАЯ) КОМПЬЮТЕРНАЯ ТОМОГРАФИЯ — ЧТО ЭТО?

Наиболее современными являются томографы с множественными рядами детекторов: с трубкой спарен не один, а несколько рядов детекторов, что способствует укорочению времени исследования, повышает разрешающую способность, позволяет более четко визуализировать мелкие структуры (например, небольшие кровеносные сосуды). В зависимости от количества ряда детекторов компьютерные томографы бывают 16-, 32-, 64-, 128-срезовыми и т.д. Чем больше количество детекторов, тем быстрее можно получить качественные изображения органа.

ОТЛИЧИЕ СПИРАЛЬНОЙ И ОБЫЧНОЙ (ПОШАГОВОЙ) КТ

В чем отличие обычного компьютерного томографа от мультиспирального? При пошаговой (традиционной) томографии срезы получаются следующим образом: происходит один оборот (или несколько оборотов) трубки вокруг заданного участка тела, в результате чего формируется изображение одного среза определенной толщины; затем стол (и пациент) сдвигается в заданном направлении на определенное расстояние, величина которого выбирается заранее. Также выбирается величина, на которую срезы будут перекрывать друг друга — это необходимо, чтобы не упустить мелкие детали изображения. Исследование, таким образом, занимает несколько минут (в зависимости от размеров пациента), требует более точного расчета времени при введении контрастного средства.

В отличие от пошаговой томографии, при спиральной КТ получение данных происходит при продвижении пациента внутри аппарата постоянно, а трубка при этом совершает непрерывное движение по кругу. Скорость движения стола привязана ко времени, необходимому для одного оборота трубки, в результате чего получается массив данных, более пригодных для создания качественных реконструкций и коррекции неточностей изображений.

Устройство мультиспирального (многосрезового) компьютерного томографа: одновременно с движением пациента происходит вращение рентгеновской трубки, испускающей широкий пучок рентгеновских лучей. Траектория сканирования приобретает спиральную форму.

Спиральная компьютерная томография обладает следующими преимуществами перед пошаговой: возможность создания более качественных трехмерных и мультипланарных реконструкций; более высокая скорость проведения исследования; возможность выявления образований, размеры которых меньше толщины среза: если при пошаговой КТ, когда образование попадает между срезами, его не видно, то при спиральной визуализация возможна.

ВТОРОЕ МНЕНИЕ ПО КТ

Несмотря на высокую точность компьютерной томографии, иногда результаты диагностики могут быть неоднозначными или сомнительными. В таких случаях помогает пересмотр данных КТ опытным радиологом, который специализируется на определенном виде обследования. Такая высококвалифицированная и независимая расшифровка снимков КТ позволяет уточнить диагноз и предоставляет лечащему врачу точную информацию для выбора правильного лечения. Получить экспертную расшифровку результатов компьютерной томографии можно с помощью системы консультаций Национальной телерадиологической сети. Достаточно загрузить КТ-снимки с диска и получить точное заключение, составленное по наиболее современным стандартам.

КТ - это метод исследования, использующий рентгеновское излучение для создания поперечных томографических изображений. Рентгеновские лучи возникают в рентгеновской трубке и коллимируются в веерообразный или конусообразный пучок, который проходит через объект от источника излучения к приемнику излучения (рис. 1).

Рис. 1. Принцип работы сканера мультиспирального компьютерного томографа. Вращающаяся рентгеновская трубка производит конусовидный пучок лучей, который проходит через пациента, находящегося в гентри. Ослабленные рентгеновские лучи собираются множественными рядами детекторов.

После частичного поглощения и рассеяния остающиеся рентгеновские лучи регистрируются детекторами на противоположной стороне сканера (рис. 2). Профиль ослабления, зарегистрированный детекторами, является результатом суммарного ослабления излучения тканями. Собирая большое количество профилей ослабления при вращении трубки и детекторов, можно вычислить вклад ослабления рентгеновского излучения локального участка ткани в поперечном сечении. Минимальное количество профилей, требуемых для выполнения этого вычисления, получают при вращении рентгеновской трубки и датчиков на 180°. Количественно степень ослабления излучения в КТ, выраженная в единицах Хаунсфилда (HU), может быть вычислена следующим образом:

где μtissue - коэффициент ослабления ткани; μwater - коэффициент ослабления воды.

Рис. 2. Принцип работы компьютерного томографа. Многократные профили ослабления от различных углов получены во время вращения системы датчика и рентгеновской трубки на 180 градусов. В случае спиральной компьютерной томографии профили ослабления интерполируются по продольной оси, создавая полные наборы данных для каждого аксиального среза. Аксиальные изображения создаются из интерполированных наборов данных, используя алгоритм обратных проекций.

По определению, относительная рентгеновскакя плотность воды составляет 0 HU, у воздуха (слабое ослабление) относительная рентгеновская плотность составляет около -1000 HU. Кость, так же как металл (высокое ослабление), имеет относительную рентгеновскую плотность более 1000 HU и будет отображаться на экране монитора белым цветом; ткани с низким ослаблением, такие как воздух или легкие, будут черными. У мягких тканей относительная рентгеновская плотность может достигать 150 HU, у жировой ткани - ниже 0.

Относительная рентгеновская плотность крови после контрастного усиления должна быть около 200-500 HU. В матрице изображения заранее определенного размера (512×512 или 1024×1024) каждый элемент (пиксель) отражает среднее значение рентгеновской плотности ткани в этой локализации, которое может быть показано с использованием шкалы яркости. Поскольку человеческий глаз может дифференцировать только ограниченное количество оттенков серого, параметры электронного окна должны быть настроены таким образом, чтобы показать и дифференцировать интересующие структуры (рис. 3).

Рис. 3. Аксиальная компьютерная томограмма груди. Аксиальное изображение груди на уровне левой главной венечной артерии. Одно и то же изображение показано с использованием "легочного" окна (используется для оценки паренхимы легкого, А) и "кардиального" окна (используется для оценки сердечных структур, Б). Изображение показано таким образом, как будто мы смотрим на пациента со стороны ног.

Dudley J. Pennell, Udo P. Sechtem, Sanjay Prasad и Frank E. Rademakers

Магнитно-резонансная томография сердца

ЛЕКЦИЯ

РЕНТГЕНОВСКОЕ ИЗЛУЧЕНИЕ

Природа рентгеновского излучения

Тормозное рентгеновское излучение, его спектральные свойства.

Характеристическое рентгеновское излучение (для ознакомления).

Взаимодействие рентгеновского излучения с веществом.

Физические основы использования рентгеновского излучения в медицине.

Рентгеновское излучение (X – лучи) открыты К. Рентгеном который в 1895 г. стал первым Нобелевским лауреатом по физике.

Природа рентгеновского излучения

Рентгеновское излучение – электромагнитные волны с длинной от 80 до 10 –5 нм. Длинноволновое рентгеновское излучение перекрывается коротковолновым УФ излучением, коротковолновое – длинноволновым-излучением.

Рентгеновское излучение получают в рентгеновских трубках. рис.1.

К – катод

1 – пучок электронов

2 –рентгеновское излучение

Рис. 1. Устройство рентгеновской трубки.

Трубка представляет собой стеклянную колбу (с возможно высоким вакуумом: давление в ней порядка 10 –6 мм.рт.ст.) с двумя электродами: анодом А и катодом К, к которым приложено высокое напряжение U (несколько тысяч вольт). Катод является источником электронов (за счет явления термоэлектронной эмиссии). Анод – металлический стержень, имеет наклонную поверхность для того, чтобы направлять возникающее рентгеновское излучение под углом к оси трубки. Он изготовляется из хорошо теплопроводящего материала для отвода теплоты, образующейся при бомбардировке электронов. На скошенном торце имеется пластинка из тугоплавкого металла (например, вольфрама).

Сильный разогрев анода обусловлен тем, что основное количество электронов в катодном пучке, попав на анод, испытывает многочисленные столкновения с атомами вещества и передает им большую энергию.

Под действием высокого напряжения электроны, испущенные раскаленной нитью катода, ускоряются до больших энергий. Кинетическая энергия электрона равна mv 2 /2. Она равна энергии, которую он приобретает, двигаясь в электростатическом поле трубки:

mv 2 /2 = eU (1)

где m, e – масса и заряд электрона, U – ускоряющее напряжение.

Процессы приводящие к возникновению тормозного рентгеновского излучения обусловлены интенсивным торможением электронов в веществе анода электростатическим полем атомного ядра и атомарных электронов.

Механизм возникновения можно представить следующим образом. Движущиеся электроны – это некоторый ток, образующий свое магнитное поле. Замедление электронов – снижение силы тока и, соответственно, изменение индукции магнитного поля, которое вызовет возникновение переменного электрического поля, т.е. появление электромагнитной волны.

Таким образом, когда заряженная частица влетает в вещество, она тормозится, теряет свою энергию и скорость и излучает электромагнитные волны.

Спектральные свойства тормозного рентгеновского излучения .

Итак, в случае торможения электрона в веществе анода возникает тормозное рентгеновское излучение.

Спектр тормозного рентгеновского излучения является сплошным . Причина этого в следующем.

При торможении электронов у каждого из них часть энергии идет на нагрев анода (Е 1 = Q), другая часть на создание фотона рентгеновского излучения (Е 2 = hv), иначе, eU = hv + Q. Соотношение между этими частями случайное.

Таким образом, непрерывный спектр тормозного рентгеновского излучения образуется благодаря торможению множества электронов, каждый из которых испускает один квант рентгеновского излучения hv (h) строго определенной величины. Величина этого кванта различна для разных электронов. Зависимость потока энергии рентгеновского излучения от длины волны , т.е. спектр рентгеновского излучения представлен на рис.2.

Рис.2. Спектр тормозного рентгеновского излучения: а) при различном напряжении U в трубке; б) при различной температуре Т катода.

Коротковолновое (жесткое) излучение обладает большей проникающей способностью, чем длинноволновое (мягкое). Мягкое излучение сильнее поглощается веществом.

Со стороны коротких длин волн спектр резко обрывается на определенной длине волны  m i n . Такое коротковолновое тормозное излучение возникает тогда, когда энергия, приобретенная электроном в ускоряющем поле, полностью переходит в энергию фотона (Q = 0):

eU = hv max = hc/ min ,  min = hc/(eU), (2)

 min (нм) = 1,23/UкВ

Спектральный состав излучения зависит от величины напряжения на рентгеновской трубке, с увеличением напряжения значение  m i n смещается в сторону коротких длин волн (рис. 2a).

При изменении температуры Т накала катода возрастает эмиссия электронов. Следовательно, увеличивается ток I в трубке, но спектральный состав излучения не изменяется (рис. 2б).

Поток энергии Ф  тормозного излучения прямо пропорционален квадрату напряжения U между анодом и катодом, силе тока I в трубке и атомному номеру Z вещества анода:

Ф = kZU 2 I. (3)

где k = 10 –9 Вт/(В 2 А).

Характеристическое рентгеновское излучение (для ознакомления).

Увеличение напряжения на рентгеновской трубке приводит к тому, что на фоне сплошного спектра появляется линейчатый, который соответствует характеристическому рентгеновскому излучению. Это излучение специфично для материала анода.

Механизм его возникновения таков. При большом напряжении ускоренные электроны (с большой энергией) проникают в глубь атома и выбивают из его внутренних слоев электроны. На свободные места переходят электроны с верхних уровней, в результате чего высвечиваются фотоны характеристического излучения.

Спектры характеристического рентгеновского излучения отличаются от оптических спектров.

– Однотипность.

Однотипность характеристических спектров обусловлена тем, что внутренние электронные слои у разных атомов одинаковы и отличаются только энергетически из–за силового воздействия со стороны ядер, которое увеличивается с возрастанием порядкового номера элемента. Поэтому характеристические спектры сдвигаются в сторону больших частот с увеличением заряда ядра. Опытно это было подтверждено сотрудником Рентгена – Мозли , который измерил частоты рентгеновских переходов для 33 элементов. Им был установлен закон.

ЗАКОН МОЗЛИ – корень квадратный из частоты характеристического излучения есть линейная функция порядкового номера элемента:

= A  (Z – В), (4)

где v – частота спектральной линии, Z – атомный номер испускающего элемента. А, В – константы.

Важность закона Мозли заключается в том, что по этой зависимости можно по измеренной частоте рентгеновской линии точно узнать атомный номер исследуемого элемента. Это сыграло большую роль в размещении элементов в периодической системе.

Независимость от химического соединения.

Характеристические рентгеновские спектры атома не зависят от химического соединения, в которое входит атом элемента. Например, рентгеновский спектр атома кислорода одинаков для О 2, Н 2 О, в то время как оптические спектры этих соединений отличаются. Эта особенность рентгеновского спектра атома послужила основанием для названия "характеристическое излучение ".

Взаимодействие рентгеновского излучения с веществом

Воздействие рентгеновского излучения на объекты определяется первичными процессами взаимодействия рентгеновского фотона с электронами атомов и молекул вещества.

Рентгеновское излучение в веществе поглощается или рассеивается . При этом могут происходить различные процессы, которые определяются соотношением энергии рентгеновского фотона hv и энергии ионизации А и (энергия ионизации А и – энергия, необходимая для удаления внутренних электронов за пределы атома или молекулы).

а) Когерентное рассеяние (рассеяние длинноволнового излучения) происходит тогда, когда выполняется соотношение

У фотонов вследствие взаимодействия с электронами изменяется только направление движения (рис.3а), но энергия hv и длина волны не меняются (поэтому это рассеяние называется когерентным ). Так как энергия фотона и атома не изменяются, то когерентное рассеяние не влияет на биологические объекты, но при создании защиты от рентгеновского излучения следует учитывать возможность изменения первичного направления пучка.

б) Фотоэффект происходит тогда, когда

При этом могут быть реализованы два случая.

Фотон поглощается, электрон отрывается от атома (рис. 3б). Происходит ионизация. Оторвавшийся электрон приобретает кинетическую энергию: E к = hv – A и. Если кинетическая энергия велика, то электрон может ионизировать соседние атомы путем соударения, образуя новые вторичные электроны.

Фотон поглощается, но его энергии не достаточно для отрыва электрона, и может происходить возбуждение атома или молекулы (рис.3в). Это часто приводит к последующему излучению фотона в области видимого излучения (рентгенолюминесценция), а в тканях – к активации молекул и фотохимическим реакциям. Фотоэффект происходит, в основном, на электронах внутренних оболочек атомов с высоким Z.

в) Некогерентное рассеяние (эффект Комптона, 1922 г.) происходит тогда, когда энергия фотона намного больше энергии ионизации

При этом электрон отрывается от атома (такие электроны называются электронами отдачи ), приобретает некоторую кинетическую энергию E к, энергия самого фотона уменьшается (рис. 4г):

hv = hv" + А и + Е к. (5)

Образующееся таким образом излучение с измененной частотой (длиной) называется вторичным , оно рассеивается по всем направлениям.

Электроны отдачи, если они имеют достаточную кинетическую энергию, могут ионизировать соседние атомы путем соударения. Таким образом, в результате некогерентного рассеяния образуется вторичное рассеянное рентгеновское излучение и происходит ионизация атомов вещества.

Указанные (а,б,в) процессы могут вызвать рад последующих. Например (рис. 3д), если при фотоэффекте происходит отрыв от атома электронов на внутренних оболочках, то на их место могут переходить электроны с более высоких уровней, что сопровождается вторичным характеристическим рентгеновским излучением данного вещества. Фотоны вторичного излучения, взаимодействуя с электронами соседних атомов, могут, в свою очередь, вызывать вторичные явления.

когерентное рассеяние

энергия и длина волны остаются неизменными

фотоэффект

фотон поглощается, е – отрывается от атома – ионизация

hv = А и + Е к

атом А возбуждается при поглощении фотона, R – рентгенолюминесценция

некогерентное рассеяние

hv = hv"+А и +Е к

вторичные процессы при фотоэффекте

Рис. 3 Механизмы взаимодействие рентгеновского излучения с веществом

Физические основы использования рентгеновского излучения в медицине

При падении рентгеновского излучения на тело оно незначительно отражается от его поверхности, а в основном проходит вглубь, при этом частично поглощается и рассеивается, частично проходит насквозь.

Закон ослабления.

Поток рентгеновского излучения ослабляется в веществе по закону:

Ф = Ф 0 е –   х (6)

где  – линейный коэффициент ослабления, который существенно зависит от плотности вещества. Он равен сумме трех слагаемых, соответствующих когерентному рассеянию  1, некогерентному  2 и фотоэффекту  3:

 =  1 +  2 +  3 . (7)

Вклад каждого слагаемого определяется энергией фотона. Ниже приведены соотношения этих процессов для мягких тканей (воды).

Энергия, кэВ	Фотоэффект	Комптон - эффект

Пользуются массовым коэффициентом ослабления, который не зависит от плотности вещества :

 m = /. (8)

Массовый коэффициент ослабления зависит от энергии фотона и от атомного номера вещества – поглотителя:

 m = k 3 Z 3 . (9)

Массовые коэффициенты ослабления кости и мягкой ткани (воды) отличаются:  m кости / m воды = 68.

Если на пути рентгеновских лучей поместить неоднородное тело и перед ним поставить флуоресцирующий экран, то это тело, поглощая и ослабляя излучение, образует на экране тень. По характеру этой тени можно судить о форме, плотности, структуре, а во многих случаях и о природе тел. Т.е. существенное различие поглощения рентгеновского излучения разными тканями позволяет в теневой проекции видеть изображение внутренних органов.

Если исследуемый орган и окружающие ткани одинаково ослабляют рентгеновское излучение, то применяют контрастные вещества. Так, например, наполнив желудок и кишечник кашеобразной массой сульфата бария (BaS0 4), можно видеть их теневое изображение (соотношение коэффициентов ослабления равно 354).

Использование в медицине.

В медицине используется рентгеновское излучение с энергией фотонов от 60 до 100-120 кэВ при диагностике и 150-200 кэВ при терапии.

Рентгенодиагностика – распознавание заболеваний при помощи просвечивания тела рентгеновским излучением.

Рентгенодиагностику используют в различных вариантах, которые приведены ниже.

При рентгеноскопии рентгеновская трубка расположена позади пациента. Перед ним располагается флуоресцирующий экран. На экране наблюдается теневое (позитивное) изображение. В каждом отдельном случае подбирается соответствующая жесткость излучения, так чтобы оно проходило через мягкие ткани, но достаточно поглощалось плотными. В противном случае получается однородная тень. На экране сердце, ребра видны темными, легкие – светлыми.

При рентгенографии объект помещается на кассете, в которую вложена пленка со специальной фотоэмульсией. Рентгеновская трубка располагается над объектом. Получаемая рентгенограмма дает негативное изображение, т.е. обратное по контрасту с картиной, наблюдаемой при просвечивании. В данном методе имеет место большая четкость изображения, чем в (1), поэтому наблюдаются детали, которые трудно рассмотреть при просвечивании.

Перспективным вариантом данного метода является рентгеновская томография и "машинный вариант" – компьютерная томография.

3. При флюорографии, на чувствительной малоформатной пленке фиксируется изображение с большого экрана. При рассматривании снимки рассматриваются на специальном увеличителе.

Рентгенотерапия – использование рентгеновского излучения для уничтожения злокачественных образований.

Биологическое действие излучения заключается в нарушении жизнедеятельности, особенно быстро размножающихся клеток.

КОМПЬЮТЕРНАЯ ТОМОГРАФИЯ (КТ)

Метод рентгеновской компьютерной томографии основан на реконструкции изображения определенного сечения тела пациента путем регистрации большого количества рентгеновских проекций этого сечения, выполненных под разными углами. Информация от датчиков, регистрирующих эти проекции, поступает в компьютер, который по специальному программе вычисляет распределение плотно сти образца в исследуемом сечении и отображает его на экране дисплея. Полученное таким образом изображение сечения тела пациента характеризуется прекрасной четкостью и высокой информативностью. Программа позволяет при необходимости увеличить контраст изображения в десятки и даже сотни раз. Это расширяет диагностические возможности метода.

Видеографы (аппараты с цифровой обработкой рентгеновского изображения) в современной стоматологии.

В стоматологии именно рентгенологическое исследование является основным диагностическим методом. Однако ряд традиционных организационно–технических особенностей рентгенодиагностики делают ее не вполне комфортной как для пациента, так и для стоматологических клиник. Это, прежде всего, необходимость контакта пациента с ионизирующим излучением, создающим часто значительную лучевую нагрузку на организм, это также необходимость фотопроцесса, а следовательно, необходимость фотореактивов, в том числе токсичных. Это, наконец, громоздкий архив, тяжелые папки и конверты с рентгеновскими пленками.

Кроме того, современный уровень развития стоматологии делает недостаточной субъективную оценку рентгенограмм человеческим глазом. Как оказалось, из многообразия оттенков серого тона, содержащегося в рентгеновском изображении, глаз воспринимает только 64.

Очевидно, что для получения четкого и подробного изображения твердых тканей зубо–челюстной системы при минимальной лучевой нагрузке нужны иные решения. Поиск привел к созданию, так называемых, радиографических систем, видеографов – систем цифровой рентгенографии.

Без технических подробностей принцип действия таких систем состоит в следующем. Рентгеновское излучение поступает через объект не на фоточувствительную пленку, а на специальный внутриоральный датчик (специальную электронную матрицу). Соответствующий сигнал от матрицы передается на преобразующее его в цифровую форму оцифровывающее устройство (аналого-цифровой преобразователь, АЦП), связанное с компьютером. Специальное программное обеспечение строит на экране компьютера рентгеновское изображение и позволяет обработать его, сохранять на жестком или гибком носителе информации (винчестере, дискетах), в виде файла распечатывать его как картинку.

В цифровой системе рентгеновское изображение представляет собой совокупность точек, имеющих различные цифровые значения градации серого тона. Предусмотренная программой оптимизация отображения информации дает возможность получить оптимальный по яркости и контрастности кадр при относительно малой дозе облучения.

В современных системах, созданными, например, фирмами Trophy (Франция) или Schick (США) при формировании кадра используется 4096 оттенков серого, время экспозиции зависит от объекта исследования и, в среднем, составляет сотые – десятые доли секунды, снижение лучевой нагрузки по отношению к пленке – до 90 % для внутриоральных систем, до 70 % для панорамных видеографов.

При обработке изображений видеографы позволяют:

Получать позитивные и негативные изображения, изображения в псевдоцвете, рельефные изображения.

Повышать контраст и увеличивать интересующий фрагмент изображения.

Оценивать изменение плотности зубных тканей и костных структур, контролировать однородность заполнения каналов.

В эндодонтии определять длину канала любой кривизны, а в хирургии подбирать размер имплантата с точностью 0,1 мм.

Уникальная система Caries detector с элементами искусственного интеллекта при анализе снимка позволяет обнаружить кариес в стадии пятна, кариес корня и скрытый кариес.

«Ф» в формуле (3) относится ко всему интервалу излучаемых длин волн и часто называется «Интегральный поток энергии».

Компьютерная томография - это особый вид рентгенологического исследования, которое проводится посредством непрямого измерения ослабления или затухания, рентгеновских лучей из различных положений, определяемых вокруг обследуемого пациента. В сущности, все, что мы знаем, это:

• что покидает рентгеновскую трубку,
• что достигает детектора и
• каково место рентгеновской трубки и детектора в каждом положении.

Все остальное следует из этой информации. Большинство КТ-сечений ориентированы вертикально по отношению к оси тела. Они обычно называются аксиальными или поперечными срезами. Для каждого среза рентгеновская трубка поворачивается вокруг пациента, толщина среза выбирается заранее. Большинство КТ-сканеров работают по принципу постоянного вращения с веерообразным расхождением лучей. При этом рентгеновская трубка и детектор жестко спарены, а их ротационные движения вокруг сканируемой области происходят одновременно с испусканием и улавливанием рентгеновского излучения. Таким образом, рентгеновские лучи, проходя через пациента, доходят до детекторов, расположенных на противоположной стороне. Веерообразное расхождение происходит в диапазоне от 40° до 60°, в зависимости от устройства аппарата, и определяется углом, начинающимся от фокусного пятна рентгеновской трубки и расширяющимся в виде сектора до наружных границ ряда детекторов. Обычно изображение формируется при каждом обороте в 360°, полученных данных оказывается для этого достаточно. В процессе сканирования во многих точках измеряют коэффициенты ослабления, формируя профайл затухания. На самом деле профайлы затухания представляют собой не что иное, как набор полученных сигналов от всех каналов детекторов с данного угла системы трубка-детектор. Современные КТ-сканеры способны излучать и собирать данные приблизительно с 1400 положений системы детектор-трубка на окружности 360°, или около 4 положений в градусе. Каждый профайл ослабления включает в себя измерения от 1500 каналов детекторов, т. е. приблизительно 30 каналов в градусе, при условии угла расхождения луча 50°. В начале исследования, при продвижении стола пациента с постоянной скоростью внутрь гентри, получают цифровую рентгенограмму («сканограмму» или «топограмму»), на которой в дальнейшем могут быть распланированы требуемые срезы. При КТ-исследовании позвоночника или головы гентри поворачивают под нужным углом, тем самым добиваясь оптимальной ориентации сечений).

Компьютерная томография использует комплексные показания датчика рентгена, который вращается вокруг пациента с целью получения большого количества разнообразных изображений определенной глубины (томограммы), которые переводятся в цифровую форму и преобразовываются в перекрестные изображения. КТ обеспечивает 2- и 3-мерную информацию, которую невозможно получить с помощью простого рентгена и с помощью гораздо более высококонтрастного разрешения. В результате КТ стала новым стандартом для отображения большей части внутричерепных, головных и шейных, внутригрудных и внутрибрюшных структур.

Ранние образцы сканеров КТ использовали только один датчик рентгена, и пациент проходил через сканер с приращением, останавливаясь для каждого снимка. Этот метод был в значительной степени заменен винтовой КТ: пациент непрерывно перемещается через сканер, который непрерывно вращается и делает снимки. Винтовая КТ в большой степени сокращает время отображения и уменьшает толщину пластины. Использование сканеров с многочисленными датчиками (4-64 рядов датчиков рентгена) далее уменьшает время отображения и обеспечивает толщину пластины менее 1 мм.

С таким количеством отображенных данных изображения могут быть восстановлены в почти любом ракурсе (как это делается в МРТ) и могут использоваться для построения 3-мерных снимков при поддержании диагностического решения изображения. Клиническое применение включает ангиографию КТ (например, для оценки легочной эмболии) и кардиоотоб-ражения (например, коронарная ангиография, оценка коронарного отвердения артерии). Электронно-лучевая КТ, другой тип быстрой КТ, может также использоваться для оценки коронарного отвердения артерии.

Снимки КТ могут быть получены с/или без контраста. Неконтрастная КТ может обнаруживать острое кровоизлияние (которое кажется ярко-белым) и характеризовать переломы кости. Контрастная КТ использует IV или устный контраст, или оба. IV контраст, подобный используемому в простом рентгене, применяется для отображения опухолей, инфекции, воспаления и травм в мягких тканях и для оценки состояния сосудистой системы, как в случаях подозрения на легочную эмболию, аортальную аневризму или аортального рассечения. Выделение контраста через почки позволяет дать оценку мочеполовой системы. Для получения информации о контрастных реакциях и их трактовке.

Оральный контраст используется для отображения брюшной области; это помогает отделять кишечную структуру от окружающих. Стандартный устный контраст - контраст на основе бариумного йода, может использоваться в том случае, когда есть подозрение на кишечную перфорацию (например, при травме); низкий осмолярный контраст должен использоваться, когда высок риск аспирации.

Воздействие радиации - важный вопрос при использовании КТ. Лучевая доза от обычной брюшной КТ в 200- 300 раз выше, чем доза радиации, получаемая при типичном рентгене грудной области. КТ сегодня является наиболее распространенным источником искусственного облучения для большей части населения и составляет более 2/3 совокупного медицинского облучения. Эта степень подверженности человека облучению - не тривиальна, риск облучения детей, сегодня испытывающих воздействие радиации КТ, за всю их жизнь, согласно подсчетам, будет намного выше, чем степень облучения взрослых. Поэтому необходимость экспертизы КТ должна быть тщательно взвешена с учетом возможного риска для каждого отдельного пациента.

Мультиспиральная компьютерная томография

Спиральная компьютерная томография с многорядным расположением детекторов (мультиспиральная компьютерная томография)

Компьютерные томографы с многорядным расположением детекторов относятся к самому последнему поколению сканеров. Напротив рентгеновской трубки располагается не один, а несколько рядов детекторов. Это дает возможность значительно укоротить время исследования и улучшить контрастное разрешение, что позволяет, например, четче визуализировать контрастированные кровеносные сосуды. Ряды детекторов Z-оси напротив рентгеновской трубки различны по ширине: наружный ряд шире, чем внутренний. Это обеспечивает лучшие условия для реконструкции изображения после сбора данных.

Сравнение традиционной и спиральной компьютерной томографии

При традиционной компьютерной томографии получают серии последовательных одинаково пространственно расположенных изображений через определенную часть тела, например, брюшную полость или голову. Обязательна короткая пауза после каждого среза для продвижения стола с пациентом в следующее заранее заданное положение. Толщина и наложение/межсрезовый промежуток выбираются заранее. Сырые данные для каждого уровня сохраняются отдельно. Короткая пауза между срезами дает возможность пациенту, находящемуся в сознании, перевести дыхание и тем самым избежать грубых дыхательных артефактов на изображении. Тем не менее, исследование может занимать несколько минут, в зависимости от области сканирования и размеров пациента. Необходимо правильно подобрать время получения изображения после в/в введения КС, что особенно важно для оценки перфузионных эффектов. Компьютерная томография является методом выбора для получения полноценного двухмерного аксиального изображения тела без помех, создаваемых наложением костной ткани и/или воздуха, как это бывает на обычной рентгенограмме.

При спиральной компьютерной томографии с однорядным и многорядным расположением детекторов (МСКТ) сбор данных исследования пациента происходит постоянно во время продвижения стола внутрь гентри. Рентгеновская трубка при этом описывает винтовую траекторию вокруг пациента. Продвижение стола скоординировано со временем, необходимым для оборота трубки на 360° (шаг спирали) - сбор данных продолжается непрерывно в полном объеме. Подобная современная методика значительно улучшает томографию, потому что дыхательные артефакты и возникающие помехи не затрагивают единый набор данных так значительно, как при традиционной компьютерной томографии. Единая база сырых данных используется для восстановления срезов различной толщины и различных интервалов. Частичное наложение сечений улучшает возможности реконструкции.

Сбор данных при исследовании всей брюшной полости занимает 1 - 2 минуты: 2 или 3 спирали, каждая длительностью 10-20 секунд. Ограничение времени обусловлено способностью пациента задержать дыхание и необходимостью охлаждения рентгеновской трубки. Еще некоторое время необходимо на воссоздание изображения. При оценке функции почек требуется небольшая пауза после введения контрастного вещества, чтобы дождаться экскреции контрастного препарата.

Еще одно важное преимущество спирального метода - возможность выявить патологические образования меньшего размера, чем толщина среза. Маленькие метастазы в печени могут быть пропущены, если в результате неодинаковой глубины дыхания пациента во время сканирования не попадают в срез. Метастазы хорошо выявляются из сырых данных спирального метода при восстановлении срезов, полученных с наложением сечений.

Пространственное разрешение

Восстановление изображения основано на различиях в контрастности отдельных структур. На основе этого создается матрица изображения области визуализации 512 х 512 или более элементов изображения (пикселей). Пиксели выглядят на экране монитора как участки различных оттенков серого цвета в зависимости от их коэффициента ослабления. На самом деле это даже не квадратики, а кубики (воксели = объемные элементы), имеющие длину вдоль оси тела, соответственно толщине среза.

Качество изображения повышается с уменьшением вокселей, но это относится только к пространственному разрешению, дальнейшее истончение среза снижает соотношение «сигнал-помеха». Другой недостаток тонких срезов - увеличение дозы облучения пациента. Тем не менее, маленькие воксели с одинаковыми размерами во всех трех измерениях (изотропный воксель), дают значительные преимущества: мультипланарная реконструкция (MPR) в корональной, сагиттальной или других проекциях представлена на изображении без ступенчатого контура). Использование вокселей неодинаковых размеров (анизотропные воксели) для MPR приводит к появлению зубчатости реконструированного изображения. Так, например, могут возникнуть трудности при исключении перелома.

Шаг спирали

Шаг спирали характеризует степень перемещения стола в мм за одно вращение и толщину среза. Медленное продвижение стола формирует сжатую спираль. Ускорение перемещения стола без изменения толщины среза или скорости вращения создает пространство между срезами на получаемой спирали.

Наиболее часто шаг спирали понимают как отношение перемещения (подачи) стола при обороте гентри, выраженное в мм, к коллимации, также выраженной в мм.

Поскольку размерности (мм) в числителе и знаменателе уравновешены, шаг спирали - величина безразмерная. Для МСКТ за т. н. объемный шаг спирали обычно принимают отношение подачи стола к одиночному срезу, а не к полной совокупности срезов вдоль оси Z. Для примера, который был использован выше, объемный шаг спирали равен 16 (24 мм / 1,5 мм). Тем не менее, существует тенденция возврата к первому определению шага спирали.

Новые сканеры дают возможность выбора краниокаудального (ось Z) расширения области исследования по топограмме. Также по мере необходимости корректируются время оборота трубки, коллимирование среза (тонкий или толстый срез) и время исследования (промежуток задержки дыхания). Программное обеспечение, например, «SureView», рассчитывает соответствующий шаг спирали, обычно устанавливая величину между 0,5 и 2,0.

Коллимирование среза: разрешение вдоль оси Z

Разрешение изображения (вдоль оси Z или оси тела пациента) может также быть адаптировано к конкретной диагностической задаче с помощью коллимирования. Срезы толщиной от 5 до 8 мм полностью соответствуют стандартному исследованию брюшной полости. Однако точная локализация небольших фрагментов переломов костей или оценка едва различимых легочных изменений требуют использования тонких срезов (от 0,5 до 2 мм). Что определяет толщину среза?

Термин коллимирование определяют как получение тонкого или толстого среза вдоль продольной оси тела пациента (ось Z). Врач может ограничить веерообразное расхождение пучка излучения от рентгеновской трубки коллиматором. Размер отверстия коллиматора регулирует прохождение лучей, которые попадают на детекторы позади пациента широким или узким потоком. Сужение пучка излучения позволяет улучшить пространственное разрешение вдоль оси Z пациента. Коллиматор может быть расположен не только сразу на выходе из трубки, но также непосредственно перед детекторами, то есть «позади» пациента, если смотреть со стороны источника рентгеновского излучения.

Зависимая от ширины отверстия коллиматора система с одним рядом детекторов позади пациента (одиночный срез) может выполнять срезы толщиной 10 мм, 8 мм, 5 мм или даже 1 мм. КТ-исследование с получением очень тонких сечений именуется «КТ высокого разрешения» (ВРКТ). Если толщина срезов меньше миллиметра - говорят о «КТ сверхвысокого разрешения» (СВРКТ). СВРКТ, применяемая для исследования пирамиды височной кости со срезами толщиной около 0,5 мм, выявляет тонкие линии перелома, проходящие через основание черепа или слуховые косточки в барабанной полости). Для печени высококонтрастное разрешение используется с целью обнаружения метастазов, при этом требуются срезы несколько большей толщины.

Схемы расстановки детекторов

Дальнейшее развитие односрезовой спиральной технологии привело к внедрению мультисрезовой (мультиспиральной) методики, при которой используется не один, а несколько рядов детекторов, расположенных перпендикулярно оси Z напротив источника рентгеновского излучения. Это дает возможность одновременно собирать данные с нескольких сечений.

В связи с веерообразным расхождением излучения ряды детекторов должны иметь разную ширину. Схема расстановки детекторов заключается в том, что ширина детекторов увеличивается от центра к краю, что позволяет варьировать комбинациями толщины и количества получаемых срезов.

Например, 16-срезовое исследование может быть выполнено с 16 тонкими срезами высокого разрешения (для Siemens Sensation 16 это методика 16 х 0,75 мм) или с 16 сечениями вдвое большей толщины. Для подвздошно-бедренной КТ-ангиографии предпочтительно получение объемного среза за один цикл вдоль оси Z. При этом ширина коллимирования 16 х 1,5 мм.

Развитие КТ-сканеров не закончилось 16 срезами. Сбор данных можно ускорить, используя сканеры с 32 и 64 рядами детекторов. Однако тенденция к уменьшению толщины срезов ведет к повышению дозы облучения пациента, что требует дополнительных и уже осуществимых мероприятий по снижению воздействия излучения.

При исследовании печени и поджелудочной железы многие специалисты предпочитают уменьшать толщину срезов с 10 до 3 мм для улучшения резкости изображения. Однако это увеличивает уровень помех приблизительно на 80 %. Поэтому, чтобы сохранить качество изображения, нужно или дополнительно прибавить силу тока на трубке, т. е. повысить силу тока (мА) на 80 %, или увеличить время сканирования (возрастает произведение мАс).

Алгоритм реконструкции изображений

Спиральная компьютерная томография имеет дополнительное преимущество: в процессе восстановления изображения большинство данных не измеряются фактически в конкретном срезе. Взамен этого, измерения, полученные за пределами этого среза, интерполируются с большинством значений вблизи среза и становятся данными, закрепленными за этим срезом. Другими словами: результаты обработки данных вблизи среза являются более важными для восстановления изображения конкретного сечения.

Из этого следует интересный феномен. Доза пациента (в мГр) определяется как мАс за вращение, разделенное на шаг спирали, а доза на одно изображение приравнивается к мАс за вращение без учета шага спирали. Если, например, выставлены настройки 150 мАс за вращение с шагом спирали 1,5, то доза пациента составляет 100 мАс, а доза, приходящаяся на изображение, - 150 мАс. Поэтому использование спиральной технологии может улучшить контрастное разрешение выбором высокого значения мАс. При этом появляется возможность увеличить контрастность изображения, тканевое разрешение (четкость изображения) за счет уменьшения толщины среза и подобрать такой шаг и длину интервала спирали, чтобы доза пациента уменьшалась! Таким образом, большое количество срезов может быть получено без увеличения дозы или нагрузки на рентгеновскую трубку.

Эта технология особенно важна при преобразовании полученных данных в 2-мерные (сагиттальную, криволинейную, корональную) или 3-мерные реконструкции.

Данные измерений от детекторов пропускаются, профайл за профайлом, к электронной части детектора как электрические сигналы, соответствующие фактическому ослаблению рентгеновского излучения. Электрические сигналы оцифровываются и затем пересылаются на видеопроцессор. На этом этапе реконструкции изображения используется метод «конвейера», состоящий из предварительной обработки, фильтрации и обратного проектирования.

Предварительная обработка включает все исправления, произведенные для подготовки полученных данных для восстановления изображения. Например, исправление темнового тока, выходного сигнала, калибровки, коррекция дорожек, увеличение жесткости излучения и др. Эти корректировки выполняются для уменьшения вариаций в работе трубки и детекторов.

Фильтрация использует отрицательные величины для коррекции размазывания изображения, присущего обратному проектированию. Если, например, сканируется цилиндрический водный фантом, который воссоздается без фильтрации, края его окажутся крайне расплывчатыми. Что произойдет, когда восемь профайлов ослабления накладываются друг на друга для восстановления изображения? Так как некоторая часть цилиндра измеряется двумя совмещенными профайлами, вместо реального цилиндра получается звездчатое изображение. Вводя отрицательные величины за пределами положительной составляющей профайлов ослабления, удается достичь того, что края этого цилиндра становятся четкими.

Обратное проектирование перераспределяет данные свернутого скана в 2-мерную матрицу изображения, отображая порченные срезы. Это выполняется, профайл за профайлом, до завершения процесса воссоздания образа. Матрицу изображения можно представить в виде шахматной доски, но состоящей из 512 x 512 или 1024 х 1024 элементов, обычно называемых «пикселями». В результате обратного проектирования каждому пикселю в точности соответствует заданная плотность, которая на экране монитора имеет различные оттенки серого цвета, от светлого до темного. Чем светлее участок экрана, тем выше плотность ткани в пределах пикселя (например, костные структуры).

Влияние напряжения (кВ)

Когда исследуемая анатомическая область характеризуется высокой поглощающей способностью (например, КТ головы, плечевого пояса, грудного или поясничного отделов позвоночника, таза или просто полного пациента), целесообразно использовать повышенное напряжение или, взамен этого, более высокие значения мА. При выборе высокого напряжения на рентгеновской трубке, вы увеличиваете жесткость рентгеновского излучения. Соответственно, рентгеновские лучи гораздо легче проникают через анатомическую область с высокой поглощающей способностью. Положительной стороной этого процесса является снижение низкоэнергетических компонентов излучения, которые поглощаются тканями пациента, не влияя на получение изображения. Для обследования детей и при отслеживании болюса KB может быть целесообразным использование более низкого напряжения, чем в стандартных установках.

Сила тока трубки (мАс)

Сила тока, измеряемая в миллиампер-секундах (мАс), также оказывает влияние на дозу облучения, получаемую пациентом. Крупному больному для получения качественного изображения требуется увеличение силы тока трубки. Таким образом, более тучный пациент получает большую дозу облучения, чем, например, ребенок с заметно меньшими размерами тела.

Области с костными структурами, которые больше поглощают и рассеивают излучение, такие как плечевой пояс и таз, нуждаются в большей силе тока трубки, чем, например, шея, брюшная полость худощавого человека или ноги. Эта зависимость активно используется при защите от облучения.

Время сканирования

Следует выбрать максимально короткое время сканирования, особенно при исследовании брюшной полости и грудной клетки, где сокращения сердца и перистальтика кишечника могут ухудшить качество изображения. Качество КТ-исследования также улучшается при снижении вероятности непроизвольных движений пациента. С другой стороны, может возникать необходимость более длительного сканирования для сбора достаточного количества данных и максимального пространственного разрешения. Иногда выбор продленного времени сканирования со снижением силы тока используется сознательно с целью продления срока эксплуатации рентгеновской трубки.

Трехмерная реконструкция

В связи с тем, что при спиральной томографии собирается объем данных для целой области тела пациента, визуализация переломов и кровеносных сосудов заметно улучшилась. Применяют несколько различных методов трехмерной реконструкции:

Проекция максимальной интенсивности (Maximal Intensity Projection), MIP

MIP - это математический метод, посредством которого из двухмерного или трехмерного набора данных извлекаются гиперинтенсивные воксели. Воксели выбираются из набора данных, полученных иод различными углами, и затем проецируются как двухмерные изображения. Трехмерный эффект получают изменением угла проецирования с малым шагом, и затем, визуализируя восстановленное изображение в быстрой последовательности (т. е. в динамическом режиме просмотра). Этот метод часто используется при исследовании кровеносных сосудов с контрастным усилением.

Мультипланарная реконструкция (Multiplanar Reconstruction), MPR

Эта методика делает возможной реконструкцию изображения в любой проекции, будь то корональная, сагиттальная или криволинейная. MPR является ценным инструментом в диагностике переломов и в ортопедии. Например, традиционные аксиальные срезы не всегда дают полную информацию о переломах. Тончайший перелом без смещения отломков и нарушения кортикальной пластинки может быть более эффективно обнаружен с помощью MPR.

Трехмерная реконструкция затененных поверхностей (Surface Shaded Display), SSD

Этот метод воссоздает поверхность органа или кости, определенную выше заданного порога в единицах Хаунсфилда. Выбор угла изображения, так же как местоположение гипотетического источника света, является ключевым фактором для получения оптимальной реконструкции (компьютер вычисляет и удаляет с изображения участки затенения). На поверхности кости четко виден перелом дистальной части лучевой кости, продемонстрированный с помощью MPR.

Трехмерная SSD также используется при планировании хирургического вмешательства, как в случае травматического перелома позвоночника. Меняя угол изображения, легко обнаружить компрессионный перелом грудного отдела позвоночника и оценить состояние межпозвоночных отверстий. Последние можно исследовать в нескольких различных проекциях. На сагиттальной МПР виден костный фрагмент, который смещается в спинномозговой канал.

Основные правила чтения компьютерных томограмм

Анатомическая ориентация

Изображение на мониторе - не просто 2-мерное отображение анатомических структур, оно содержит данные о средней величине поглощения тканями рентгеновского излучения, представленное матрицей, состоящей из 512 x 512 элементов (пикселей). Срез имеет определенную толщину (d S) и представляет собой сумму кубовидных элементов (вокселей) одинакового размера, объединенных в матрицу. Эта техническая особенность лежит в основе эффекта частного объема, объясняемого ниже. Получаемые изображения обычно представляют собой вид снизу (с каудальной стороны). Поэтому правая сторона пациента находится на изображении слева и наоборот. Например, печень, расположенная в правой половине брюшной полости, представлена на левой стороне изображения. А органы, расположенные слева, такие как желудок и селезенка, видны на картинке справа. Передняя поверхность тела, в данном случае представленная передней брюшной стенкой, определяется в верхней части изображения, а задняя поверхность с позвоночником - снизу. Тот же принцип формирования изображения используется при традиционной рентгенографии.

Эффекты частного объема

Рентгенолог сам устанавливает толщину среза (d S). Для исследования грудной и брюшной полостей обычно выбирают 8 - 10 мм, а для черепа, позвоночника, глазниц и пирамид височных костей - 2 - 5 мм. Поэтому структуры могут занимать всю толщину среза или только часть ее. Интенсивность окраски вокселя по серой шкале зависит от среднего коэффициента ослабления для всех его компонентов. Если структура имеет одинаковую форму по всей толщине среза, она будет выглядеть четко очерченной, как в случае брюшной аорты и нижней полой вены.

Эффект частного объема возникает, когда структура занимает не всю толщину среза. Например, если срез включает только часть тела позвонка и часть диска, то их контуры оказываются нечеткими. То же самое наблюдается, когда орган суживается внутри среза. Это является причиной плохой четкости полюсов почки, контуров желчного и мочевого пузыря.

Различие между узловыми и трубчатыми структурами

Важно уметь отличать увеличенные и патологически измененные ЛУ от сосудов и мышц, попавших в поперечное сечение. Сделать это только по одному сечению бывает очень сложно, потому что эти структуры имеют одинаковую плотность (и одинаковый оттенок серого). Поэтому следует всегда анализировать соседние срезы, расположенные краниальнее и каудальнее. Уточнив, на скольких срезах видна данная структура, можно решить дилемму, видим ли мы увеличенный узел или более-менее длинную трубчатую структуру: лимфоузелбудет определяться только на одном - двух срезах и не визуализируется на соседних. Аорта, нижняя полая венаи мышцы, например, пояснично-подвздошная, видны на протяжении серии кранио-каудальных изображений.

Если возникло подозрение на увеличенное узловое образование на одном срезе, то врачу следует немедленно сравнить соседние сечения, чтобы четко определить, не является ли это «образование» просто сосудом или мышцей в поперечном сечении. Такая тактика хороша и тем, что дает возможность быстро установить эффект частного объема.

Денситометрия (измерение плотности тканей)

Если не известно, например, является ли жидкость, найденная в плевральной полости, выпотом или кровью, измерение ее плотности облегчает дифференциальный диагноз. Точно так же, денситометрию можно применить при очаговых образованиях в паренхиме печени или почек. Однако не рекомендуется делать заключение на основании оценки одиночного вокселя, т. к. подобные измерения малодостоверны. Для большей надежности следует расширить «область интереса», состоящую из нескольких вокселей в очаговом образовании, какой-либо структуре или объеме жидкости. Компьютер рассчитывает среднюю плотность и величину стандартного отклонения.

Следует быть особенно внимательным и не упустить артефакты увеличения жесткости излучения или эффекты частного объема. Если образование распространяется не на всю толщину среза, то измерение плотности включает в себя соседствующие с ним структуры. Плотность образования будет измерена корректно, только если оно заполняет всю толщину среза (d S). В этом случае более вероятно, что измерения будут затрагивать само образование, а не соседние структуры. Если ds больше, чем диаметр образования, например, очаг маленьких размеров, это приведет к проявлению эффекта частного объема на любом уровне сканирования.

Уровни плотности различных типов тканей

Современные аппараты способны охватить 4096 оттенков серой шкалы, которыми представлены различные уровни плотности в единицах Хаунсфилда (HU). Плотность воды произвольно была принята за 0 HU, а воздуха за - 1000 HU. Экран монитора может отображать максимум 256 оттенков серого. Однако человеческий глаз способен различить только около 20. Поскольку спектр плотностей тканей человека простирается шире, чем эти довольно узкие рамки, можно выбрать и отрегулировать окно изображения таким образом, чтобы были видны только ткани требуемого диапазона плотности.

Средний уровень плотности окна необходимо установить как можно ближе к уровню плотности исследуемых тканей. Легкое, из-за повышенной воздушности, лучше исследовать в окне с настройками низкого значения HU, тогда как для костной ткани уровень окна следует значительно повысить. От ширины окна зависит контрастность изображения: суженное окно более контрастно, поскольку 20 оттенков серого перекрывают только малую часть шкалы плотностей.

Важно отметить, что уровень плотности почти всех паренхиматозных органов находится в пределах узких границ между 10 и 90 HU. Исключением являются легкие, поэтому, как было указано выше, необходимо установить специальные параметры окна. В отношении кровоизлияний следует принять в расчет, что уровень плотности недавно свернувшейся крови примерно на 30 HU выше, чем свежей крови. Затем уровень плотности снова падает в участках старого кровоизлияния и в зонах лизиса тромбов. Экссудат с содержанием белка более 30 г/л нелегко отличить от транссудата (с содержанием белка ниже 30 г/л) при стандартных настройках окна. В дополнение следует сказать, что высокая степень совпадения плотностей, например, у лимфоузлов, селезенки, мышц и поджелудочной железы, делает невозможным установить принадлежность ткани только на основании оценки плотности.

В заключение следует отметить, что обычные значения плотностей тканей также индивидуальны у разных людей и меняются под влиянием контрастных препаратов в циркулирующей крови и в органе. Последний аспект имеет особое значение для исследования мочеполовой системы и касается в/в введения КВ. При этом контрастный препарат быстро начинает выделяться почками, что приводит к повышению плотности паренхимы почек во время сканирования. Этот эффект можно использовать для оценки функции почек.

Документирование исследований в различных окнах

Когда изображение получено, для документирования исследования необходимо перенести снимок на пленку (сделать твердую копию). Например, при оценке состояния средостения и мягких тканей грудной клетки устанавливается такое окно, что мышцы и жировая ткань четко визуализируются оттенками серого цвета. При этом используется мягко-тканное окно с центром на 50 HU и шириной 350 HU. В результате серым цветом представлены ткани плотностью от -125 HU (50-350/2) до +225 HU (50+350/2). Все ткани с плотностью ниже чем -125 HU, такие как легкое, выглядят черными. Ткани с плотностью выше +225 HU - белыми, а их внутренняя структура не дифференцируется.

Если необходимо исследовать паренхиму легких, например, когда исключают узловые образования, центр окна должен быть снижен до -200 HU, а ширина увеличена (2000 HU). При использовании данного окна (легочное окно), лучше дифференцируются структуры лёгкого с низкой плотностью.

Для достижения максимальной контрастности между серым и белым веществом головного мозга следует выбрать специальное мозговое окно. Так как плотности серого и белого вещества различаются незначительно, мягкотканное окно должно быть очень узким (80 - 100 HU) и высококонтрастным, а его центр должен находиться в середине значений плотности мозговой ткани (35 HU). При таких установках невозможно исследовать кости черепа, т. к. все структуры плотнее 75 - 85 HU выглядят белыми. Поэтому центр и ширина костного окна должны быть значительно выше - около +300 HU и 1500 HU, соответственно. Метастазы в затылочной кости визуализируются только при использовании костного. но не мозгового окна. С другой стороны, головной мозг практически не виден в костном окне, поэтому небольшие метастазы в веществе мозга будут незаметны. Следуем всегда помнить эти технические детали, т. к. на пленку в большинстве случаев не переносят изображения во всех окнах. Врач, проводящий исследование, просматривает изображения на экране во всех окнах, чтобы не пропустить важные признаки патологии.